JP2000084028A - Automatic cardiopulmonary resuscitator - Google Patents
Automatic cardiopulmonary resuscitatorInfo
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Landscapes
- Percussion Or Vibration Massage (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、自動心肺蘇生器に
関する。さらに詳しくは、本発明は、小型で救急車内な
どの狭い空間で容易に取り扱うことができ、救急作業者
が患者の状態を看視しながら、迅速に適切な処置をとる
ことができる自動心肺蘇生器に関する。TECHNICAL FIELD The present invention relates to an automatic cardiopulmonary resuscitation device. More specifically, the present invention is directed to an automatic cardiopulmonary resuscitation that is small and can be easily handled in a narrow space such as in an ambulance, and enables an ambulance worker to take an appropriate action promptly while monitoring the condition of a patient. About the vessel.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、自動心肺蘇生器は、心肺機能の働
きが停止した虚脱状態の患者に対して、物理的な衝撃を
繰り返して、心肺の共鳴鼓動を喚起することにより、自
発呼吸を伴う蘇生に繋げようとするものである。従っ
て、如何に有効な再生のための衝撃を加えるかに発明の
主力が注がれ、自発呼吸が喚起された後は、人工呼吸器
又は手動式送気調整袋に委ねられるべきものとされてい
た。心肺蘇生器は、心臓の鼓動が停止した患者、あるい
は、断続的に微かに心拍が聞きとれる程度の患者の心部
に対して、リズミカルな衝撃を繰り返すことにより循環
を回復し、血液を大動脈及び肺動脈へ駆出し、患者の呼
吸を復元させようとするものである。この際、心マッサ
ージ用の衝撃を加えると同時に、ＡＨＡ（Ａｍｅｒｉｃ
ａｎ Ｈｅａｒｔ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ の Ｃａｒｄ
ｉｏｐｕｌｍｏｎａｒｙ Ｒｅｓｕｓｃｉｔａｔｉｏｎ
委員会）の推奨するような、５回の衝撃の間に呼吸用の
酸素を１回供給するのであるが、この行為が蘇生にどの
程度効果があるかは論のあるところである。しかし、衝
撃によって、たとえ断続的かつ微弱ではあっても、鼓動
が始まったとき、肺胞の近傍に酸素が存在するか否かは
蘇生の効率を大きく支配することは容易に推測される。
また、肺機能が停止しているときには、肺臓内には酸素
は受容されないという説もあるが、心臓に対してリズミ
カルな衝撃を繰り返すことにより、隣接する肺臓はその
弾性挙動コンプライアンスのために若干の膨張と収縮を
伴い、従って酸素の供給さえあれば、衝撃中であっても
圧迫に対する解放が充分に繰り返されれば、酸素の出入
りは明かに観測されるという報告もある。何れにして
も、心肺蘇生器における周期的な酸素の供給（換気）
は、衝撃によって周期的な弾性挙動を与えられた中で効
率的に行われるというところに特徴がある。それにも拘
わらず、従来、心肺蘇生器は、その衝撃システムが大が
かりで、多大なエネルギーを要する上に、救急車内備品
としては大きすぎるという苦情もあって、衝撃機構以外
の機能は、ただ単に酸素を送り込むだけといったおざな
りなものでしかなかった。つまり、患者の刻々と変わる
状態に対応しているとは言えないものであった。一方、
このような肺機能の停止した患者に対して、呼吸面での
蘇生を既存の人工呼吸器が果たし得るか否かについては
悲観論が多い。しかし、肺機能停止の患者あるいは心停
止の患者に対して、人工呼吸器を調節呼吸用機器として
使用する場合、患者は自発呼吸ができないので、人工呼
吸器が設定した換気量、呼吸回数、吸気／呼気の比率で
換気が行われる。つまり、自動心肺蘇生器のように周期
的な肺筋弾性周期を作りだし、それに同調する形で換気
の供給が行われるというものではなく、患者側から何等
の信号も発せられないままに、人工呼吸器側からの条件
を強要される結果とならざるを得ない。もちろん、患者
側にたとえ微かにでも吸気努力の兆候が現れれば、精緻
な人工呼吸器はそれを引きがねにして、その周期を読み
とって同調作業をとり得るが、問題はそれ以前の心肺停
止状態における換気の問題である。一方的に設定された
周期での人工呼吸器からの送気は、ややもすれば患者の
肺の弾性・伸縮性（コンプライアンス）と同調せず、タ
イミングが合わないために、患者の気道抵抗を徒らに増
加させる結果、気管内壁を損傷させる場合がある。とり
わけボリューム・サイクリング方式の呼吸器などの場合
には、設定された量の換気が確実に入るという利点を有
する反面、異常な圧上昇による弊害が伴う。他のプレッ
シャ・サイクリングやタイムサイクリング方式について
は、患者の気道抵抗を排除して換気することができず、
心停止段階での単独使用の効果は低い。加えて人工呼吸
器は、一般に精緻なものほど複雑かつ大型であるので、
救急用機器として心肺蘇生器と併用することは、救急車
内での収納、使用、さらには価格的な面からも困難であ
る。そのために、自動心肺蘇生器の制御用ユニット内に
設置される小型部品又は回路であって、なお換気に関わ
る調節機能が効果的である方式が望まれている。とりわ
け狭い救急車内にあっては、蘇生作業中にこの呼吸補助
管理を一人の作業者が行わなければならないことから、
この切替前後の作業に簡便であってかつ有効に行われる
ことが要求されている。人工呼吸器の目的は、呼吸を補
助することによって快適な生活が営まれ、その患者自身
が自らの操作によって、あるいは介護者の手によってよ
りよい呼吸状態を作りだすことにある。逆に、心肺蘇生
器にあっては、単に換気用酸素の放出量を調節できる程
度で、患者の気道抵抗、肺筋弾性、自発呼吸の点滅など
の刻々と移り変わる状況の看視には全く無関係であっ
た。例えば、米国特許第５,３２７,８８７号明細書に
は、作業者が患者の体格に応じて衝撃槌のスパンを調整
するのみで適用し得る自動心肺蘇生器が提案されてい
る。図１は、この米国特許明細書に記載された換気シス
テムであって、換気の調節はあらかじめ工場において設
定され、固定された状態にあり、機構内部の回路が、救
急時に作業者による隨時の判断が許されないような固定
概念で構成されている。クランクシャフト３８に連結さ
れて上下動する衝撃槌４８は、併設されたベンチレーシ
ョンチャンバー８０とＶＤＣ（圧縮の間の換気）チャン
バー８２の間を貫き、衝撃槌４８が上下する減圧時を利
用してベンチレーションチャンバー８０及びバッグ２３
に換気用ガスを溜め、次いでＶＤＣチャンバー８２とソ
レノイドバルブ４６を通じて患者の口元へ放出する。こ
の間放出量のみを一元的に調節するには、放出孔２２を
通じて、単に量的な増減を行うに過ぎない。つまり、換
気用ガスの放出量は、患者の気管の抵抗の挙動の変化と
は関係なく決められ、また作業者がその変化を観察し得
たとしても、作業者には施す術もない。図２は、市販さ
れている自動心肺蘇生器の系統図の１例である。この自
動心肺蘇生器においても、図１の自動心肺蘇生器と同じ
く換気用ガスの放出用の圧力調整バルブは存在するが、
系統図に見られる心臓収縮弛緩遅延調整、換気時間設定
などの機能は、あらかじめ設定された形で機構内に固定
設計され、作業者の調整に委ねられる救急現場即応型で
はなく、さらに連続的に調整することのできる微調整可
能なタイプでもない。まして、換気位相のズレ、換気波
形の調整などはなされていない。しかし、患者の容態は
刻々と変わるものであり、自動心肺蘇生器を使用中であ
っても、誰にでも操作条件を微調整できるということが
必要になってきた。特に最近は、救急救命士の養成が進
むにつれて救命レベルが向上し、地域によっては、例え
ば、広島県のように、自動心肺蘇生器を広く使用してい
きたいとの意向もあり、各種の調整ノブの活用が必要と
なってきた。上記のような不便な自動心肺蘇生器は、現
在においても、なお救急作業における主力商品として販
売されている。上述した市販品にあっては、換気時間を
調節するネジは、衝撃槌を支持する柱に内設されている
ので、柱表面を形成するキャップを取りはずしてから、
下部のネジをドライバーで廻さなければならない。つま
り、工場又は消防署においてあらかじめ設定した条件以
外の状態で使用することはできず、これでは即応的な心
肺蘇生器とは言いがたい。極言すれば、一旦蘇生した患
者も、適切なる換気が行われなければ、再び虚脱状態に
戻ってしまう。このような片手落ちな救急機器を作り出
すに到った原因は、以下にあると指摘される。すなわ
ち、前述のＡＨＡの推奬条件に準拠すれば充分と考え、
救急隊員の恣意に委ねられることのないようにとの配慮
から、単純な調整ネジすら表面に出さなかった。また、
心肺蘇生器の大型化に連なる機能の付加は、運搬の困難
さ及び救急車内収納効率の点から歓迎されなかった。さ
らに、衝撃槌駆動用の動力源となるガスの圧力と、換気
用ガスの圧力との差が大きすぎて同次元レベルでの設計
が困難であった。自動心肺蘇生器においては、衝撃槌を
動かすガス圧は、最低５kg／cm2程度の吐出圧が必要で
あって、これが衝撃槌の先端の小面積に凝縮される。こ
れに対して、呼吸器は２０〜４０cm水柱の低吐出圧で供
給するものであって、制御する圧力範囲が２桁も異なる
ものである。また、自動心肺蘇生器の方から見ると、従
来は、上記の５kg／cm2程度の吐出圧を用いて、いかに
衝撃縋を正確な間隔で動かすかに技術開発の主眼がおか
れ、呼吸用酸素ガスの制御には重点がおかれていなかっ
た。さらに、ガス圧による衝撃槌の駆動の代わりに、電
気的な制御方式で衝撃槌を正確に動かそうとする試みも
なされている。衝撃槌の駆動はガス圧及び電気の何れで
も行い得るが、換気用ガスは酸素を主体とするので、こ
の換気の制御には電気式方法よりも、空気式スイッチ方
式と同じく、気体差動式のダイヤフラム弁やスプリング
弁などのガス体スイッチ方式が採用されていた。この方
式は、流体自身の配管を伴うので、電気式のような小型
部品よりも大型となり、コンパクトな機器の要求される
救急車内用機器には、この制御部門がどうしても省略さ
れ、不完全な機器、あるいは単一的作業機器しか開発さ
れなかった。すなわち、上述の換気に必要な項目の中で
も、単に供給ガス量を変える程度に限定されざるを得な
かったことは、図１を見れば肯定されるところである。
とはいうものの、小型の部品を流体の回路に介在させる
のみですべての呼吸調節機能も盛り込むことは至難なこ
とであるので、そこには自ら限界がある。すなわち、従
来のように単に所定量の酸素を患者の口腔に向けて放出
するのではなく、任意に調節された一定圧の、任意に設
定し得る所定量のガスを、患者の気管や肺の弾性抵抗
（コンプライアンス）に合わせて送り込むことができる
はずである。とりわけ、肺筋や気管が遅れをとりながら
収縮、伸脹する遅延作用に合わせて換気のピークを作る
換気の時間的位相の遅れの調節は、何はさておき必要な
ものである。また、所定量の酸素を放出するための開放
時間の調節もこれに次いで必要であって、この時間は、
１秒から２秒半の間に自由に設定可能であることが望ま
れる。これらは、患者の気管や肺の収縮とファイティン
グ（ぶつかり合い）を起こさない意味で、是非とも必要
な調節である。2. Description of the Related Art Conventionally, an automatic cardiopulmonary resuscitation device involves spontaneous respiration by repeatedly applying a physical shock to a collapsed patient whose cardiopulmonary function has ceased to stimulate a cardiopulmonary resonance beating. It is intended to lead to resuscitation. Therefore, the main force of the invention is focused on how to apply an impact for effective regeneration, and after spontaneous breathing is aroused, it should be left to a ventilator or a manual air-supply adjustment bag. Was. The cardiopulmonary resuscitation device restores circulation by repeating rhythmic impacts on the heart of patients who have stopped beating or who can hear heartbeat intermittently, and restore blood to the aorta and the aorta. It is to be ejected to the pulmonary artery to restore the patient's breathing. At this time, the impact for the heart massage is applied and the AHA (Americic)
Card by an Heart Association
Iopulmonary Resuscitation
The Commission provides one respiratory oxygen supply during five shocks, as recommended by the Commission), but it is controversial how effective this action is in resuscitation. However, it is easily speculated that the presence of oxygen in the vicinity of the alveoli largely controls the efficiency of resuscitation when the beating begins, even if intermittent and weak, due to the impact.
It is also said that when lung function is stopped, oxygen is not received in the lungs, but repeated rhythmic impacts on the heart may cause the adjacent lungs to become slightly compliant due to their elastic behavior compliance. It has been reported that oxygen ingress and egress can be clearly observed with the expansion and contraction, and thus with the supply of oxygen, provided that the release to compression is sufficiently repeated even during impact. In any case, periodic oxygen supply (ventilation) in the CPR
Is characterized in that it is efficiently performed in the presence of a periodic elastic behavior by an impact. Despite this, conventional cardiopulmonary resuscitation systems have traditionally had a large impact system, require a large amount of energy, and have been complained that they are too large for ambulance equipment. It was just a tricky thing to send in. In other words, it cannot be said that it corresponds to the patient's ever-changing state. on the other hand,
There is much pessimism about whether existing ventilators can perform resuscitation on the respiratory side in patients with such cessation of pulmonary function. However, if the ventilator is used as a controlled breathing device for patients with lung dysfunction or cardiac arrest, the patient cannot perform spontaneous breathing, so the ventilation volume, respiratory rate, Ventilation is performed at the rate of / expiration. In other words, it does not create a periodic pulmonary muscle elastic cycle like an automatic cardiopulmonary resuscitator, and does not supply ventilation in a manner synchronized with it.Ventilation is performed without any signal from the patient side. The result is that the conditions from the vessel are forced. Of course, if the patient's side shows any signs of inspiratory effort, the elaborate ventilator can trigger it, read the cycle, and take synchrony, but the problem is the previous cardiopulmonary arrest. It is a matter of ventilation in the situation. The ventilation from the ventilator in a unilaterally set cycle may not be synchronized with the elasticity and elasticity (compliance) of the patient's lungs, and the timing may not match. As a result of the increase, the tracheal inner wall may be damaged. In particular, in the case of a respirator of the volume cycling type, there is an advantage that a set amount of ventilation can be surely entered, but there is an adverse effect due to an abnormal increase in pressure. For other pressure cycling and time cycling methods, it is not possible to ventilate by eliminating the patient's airway resistance,
The effect of single use during the cardiac arrest phase is low. In addition, ventilators are generally more sophisticated and more complex,
It is difficult to use it as a rescue device together with a cardiopulmonary resuscitation device in terms of storage and use in an ambulance, and also in terms of price. Therefore, there is a demand for a system that is a small component or circuit installed in the control unit of the automatic cardiopulmonary resuscitation device and that still has an effective function of regulating ventilation. Especially in a narrow ambulance, a single worker must perform this respiratory support during resuscitation work.
It is required that the work before and after the switching be performed simply and effectively. The purpose of a ventilator is to provide a comfortable life by assisting breathing, and to create a better breathing state by the patient himself or by the caregiver's hands. Conversely, a cardiopulmonary resuscitation device can only regulate the amount of oxygen released for ventilation, and is completely irrelevant to monitoring ever-changing conditions such as airway resistance, lung elasticity, and spontaneous breathing of the patient. Met. For example, U.S. Pat. No. 5,327,887 proposes an automatic cardiopulmonary resuscitation device which can be applied only by an operator adjusting the span of an impact mallet according to the physique of a patient. FIG. 1 shows the ventilation system described in this U.S. Pat. No. 5,898,097, in which the regulation of ventilation is preset at a factory and is in a fixed state, and the circuit inside the mechanism is used by an operator to make an emergency judgment in an emergency. Is a fixed concept that is not allowed. An impact hammer 48 connected to the crankshaft 38 and moving up and down penetrates between a ventilation chamber 80 and a VDC (ventilation during compression) chamber 82 attached to the crankshaft 38, and utilizes the time of depressurization when the impact hammer 48 moves up and down. Ventilation chamber 80 and bag 23
The ventilating gas is stored in the ventilator and then discharged to the patient's mouth through the VDC chamber 82 and the solenoid valve 46. In order to adjust only the release amount during this period, the amount is simply increased or decreased through the release hole 22. That is, the amount of ventilating gas released is determined irrespective of the change in the behavior of the resistance of the patient's trachea, and even if the operator can observe the change, there is no way for the operator to apply it. FIG. 2 is an example of a system diagram of a commercially available automatic cardiopulmonary resuscitation device. Also in this automatic cardiopulmonary resuscitation device, there is a pressure regulating valve for discharging ventilation gas as in the automatic cardiopulmonary resuscitation device of FIG.
Functions such as cardiac contraction / relaxation delay adjustment and ventilation time setting that are found in the system diagram are fixedly designed in the mechanism in a preset manner, and are not continuous response to the emergency site that is left to the operator's adjustment, but more continuously. It is not a fine-tunable type that can be adjusted. Moreover, no adjustment of the ventilation phase or the ventilation waveform has been made. However, the patient's condition changes every moment, and it has become necessary for anyone to be able to fine-tune the operating conditions even while using the automatic CPR. In particular, recently, as the training of paramedics has progressed, the level of lifesaving has improved, and in some areas, for example, as in Hiroshima Prefecture, there is a desire to use automatic cardiopulmonary resuscitation widely, and various adjustment knobs It has become necessary to utilize. The inconvenient automatic cardiopulmonary resuscitation device described above is still sold as a main product in emergency work. In the commercial products mentioned above, the screw for adjusting the ventilation time is installed inside the pillar that supports the impact mallet, so after removing the cap that forms the pillar surface,
The lower screw must be turned with a screwdriver. In other words, it cannot be used under conditions other than those set in advance in the factory or fire department, and it cannot be said that this is a responsive CPR device. In short, a patient who has been resuscitated will return to a collapsed state again if proper ventilation is not performed. It is pointed out that the reasons for creating such a one-handed rescue device are as follows. In other words, it is considered sufficient to comply with the above-mentioned AHA recommendation conditions,
In order not to be left to the rescue workers' arbitrariness, even simple adjustment screws were not exposed. Also,
The addition of a function that leads to the enlargement of the cardiopulmonary resuscitation device has not been welcomed due to the difficulty of transportation and the storage efficiency in the ambulance. Further, the difference between the pressure of the gas serving as a power source for driving the impact hammer and the pressure of the ventilation gas is too large, and it is difficult to design the same level. In the automatic cardiopulmonary resuscitation device, the gas pressure for moving the impact hammer requires a discharge pressure of at least about 5 kg / cm 2 , which is condensed in a small area at the tip of the impact hammer. On the other hand, the respirator supplies at a low discharge pressure of 20 to 40 cm water column, and the pressure range to be controlled differs by two digits. Further, when viewed from direction of an automatic CPR device, conventionally, by using a discharge pressure of about 2 above 5 kg / cm, the focus of technical developments has been placed on how to move the impact Suga at precise intervals, for respiratory Emphasis was not placed on controlling oxygen gas. Further, instead of driving the impact hammer by gas pressure, attempts have been made to precisely move the impact hammer by an electric control method. The driving of the impact mallet can be performed by either gas pressure or electricity. However, since the ventilation gas is mainly composed of oxygen, this ventilation is controlled by a gas differential type rather than an electric type, similar to a pneumatic switch type. A gas switch system such as a diaphragm valve or a spring valve was used. Since this method involves piping of the fluid itself, it is larger than small parts such as electric type, and this control section is absolutely omitted for ambulance equipment that requires compact equipment, incomplete equipment Or, only a single working device was developed. That is, it is affirmative in FIG. 1 that among the items necessary for the above-mentioned ventilation, it was inevitably limited to merely changing the supply gas amount.
Nevertheless, it is very difficult to incorporate all respiratory control functions simply by interposing small components in the fluid circuit, and there is a limit to this. That is, instead of simply releasing a predetermined amount of oxygen toward the patient's oral cavity as in the prior art, a predetermined amount of gas that can be arbitrarily set at a constant pressure that is arbitrarily adjusted is applied to the trachea and lungs of the patient. It should be possible to feed in accordance with the elastic resistance (compliance). Above all, it is necessary to adjust the delay in the temporal phase of ventilation, which produces a peak in ventilation in response to the delayed action of contraction and expansion of the lung muscles and trachea with delay. It is also necessary to adjust the opening time to release a predetermined amount of oxygen.
It is desired that it can be set freely between one second and two and a half seconds. These are essential adjustments in the sense that they do not cause the trachea or lungs to contract and fight with the patient.
【０００３】[0003]
【発明が解決しようとする課題】本発明は、小型で救急
車内などの狭い空間で容易に取り扱うことができ、救急
作業者が患者の状態を看視しつつ迅速に適切な処置をと
り、槌による衝撃の傍、酸素ガスを患者の状態に合わせ
て有効に送り込み、蘇生率を向上することができる自動
心肺蘇生器を提供することを目的としてなされたもので
ある。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention is small in size and can be easily handled in a narrow space such as in an ambulance, so that an ambulance worker can quickly take an appropriate treatment while monitoring the condition of a patient and use a hammer. It is an object of the present invention to provide an automatic cardiopulmonary resuscitation device capable of effectively sending oxygen gas in accordance with a patient's condition and improving a resuscitation rate in response to a shock caused by the patient.
【０００４】[0004]
【課題を解決するための手段】本発明者らは、上記の課
題を解決すべく鋭意研究を重ねた結果、患者の心弛緩状
態に対応して任意の換気時間、換気の波形の変化及び換
気の時間的位相の遅れを作り出すための調整ノブ又はタ
ッチキーを、仰臥する患者の胸部側面又は肩近傍の自動
心肺蘇生器表面に配置することにより、作業者が患者の
状態を看視しつつ迅速に適切な処置をとることが可能に
なり、かつ、各種の調整ノブ又はタッチキーを制御用ユ
ニットに設置して、制御用ユニットを自動心肺蘇生器の
本体機構から分離可能とすることにより、狭い救急車内
への収納と取り扱いが容易になることを見いだし、この
知見に基づいて本発明を完成するに至った。すなわち、
本発明は、（１）調整された定時間隔で繰り返し衝撃を
付加することによって心臓マッサージを行うとともに、
調整された時期と期間とで呼吸用ガスを換気供給する自
動心肺蘇生器であって、患者の心弛緩状態に対応して任
意の換気時間、換気の波形の変化及び換気の時間的位相
の遅れを作り出すための調整ノブ又はタッチキーが、仰
臥する患者の胸部側面又は肩近傍の自動心肺蘇生器表面
に配置されてなることを特徴とする自動心肺蘇生器、
（２）調整された定時間隔で繰り返し衝撃を付加すると
ともに、調整された時間帯に呼吸用ガスを放出する制御
用ユニットを有する自動心肺蘇生器であって、衝撃槌駆
動用ノブ、衝撃ストローク調整用ノブ、換気供給ガス量
調整ノブ、ガス圧力調整ノブ、換気解放時間調整ノブ、
換気の圧波形調整ノブ及び換気の時間的位相の遅れ調整
ノブが、制御用ユニットに設置され、かつ制御用ユニッ
トが自動心肺蘇生器の本体機構から分離し得ることを特
徴とする自動心肺蘇生器、（３）換気時間、換気の波形
の変化及び換気の時間的位相の遅れの調整を、配管内に
内設した圧力損失を生成せしめるオリフィスにより行う
第(１)項記載の自動心肺蘇生器、及び、（４）換気時
間、換気の波形の変化及び換気の時間的位相の遅れの調
整を、配管内に内設した圧力損失を生成せしめるオリフ
ィスにより行う第(２)項記載の自動心肺蘇生器、を提供
するものである。Means for Solving the Problems The inventors of the present invention have conducted intensive studies in order to solve the above-mentioned problems, and as a result, have determined any ventilation time, change in ventilation waveform and ventilation in response to the patient's heart relaxation state. By placing adjustment knobs or touch keys to create a delay in the temporal phase of the patient on the automatic cardiopulmonary resuscitator surface on the side of the chest or near the shoulders of a patient lying on his back, the operator can quickly monitor the patient's condition In addition, various adjustment knobs or touch keys can be provided on the control unit so that the control unit can be separated from the main body mechanism of the automatic cardiopulmonary resuscitation device. The present inventors have found that storage and handling in an ambulance are easy, and based on this finding, the present invention has been completed. That is,
The present invention provides (1) a cardiac massage by repeatedly applying an impact at an adjusted regular time interval,
An automatic cardiopulmonary resuscitation system that provides respiratory gas ventilation at an adjusted time and period, and includes an arbitrary ventilation time, a change in ventilation waveform, and a delay in the temporal phase of ventilation according to a patient's state of cardiac relaxation. An automatic cardiopulmonary resuscitator, characterized in that an adjusting knob or a touch key for creating the automatic cardiopulmonary resuscitation device is arranged on the surface of the automatic cardiopulmonary resuscitation device on the side of the chest or near the shoulder of the patient lying on the back.
(2) An automatic cardiopulmonary resuscitation device having a control unit that repeatedly applies an impact at an adjusted regular time interval and discharges a respiratory gas during an adjusted time zone, comprising: an impact hammer driving knob and an impact stroke adjustment. Knob, ventilation supply gas amount adjustment knob, gas pressure adjustment knob, ventilation release time adjustment knob,
An automatic cardiopulmonary resuscitator, wherein a pressure waveform adjustment knob for ventilation and a delay adjustment knob for time phase of ventilation are installed in the control unit, and the control unit can be separated from the main mechanism of the automatic cardiopulmonary resuscitation device. (3) The automatic cardiopulmonary resuscitator according to (1), wherein the adjustment of the ventilation time, the change of the ventilation waveform, and the delay of the temporal phase of the ventilation are performed by an orifice provided in the pipe for generating a pressure loss. And (4) the automatic cardiopulmonary resuscitator according to (2), wherein the ventilation time, the change in the ventilation waveform, and the delay in the temporal phase of the ventilation are adjusted by an orifice provided in the pipe for generating a pressure loss. , Is provided.
【０００５】[0005]
【発明の実施の形態】本発明の自動心肺蘇生器は、調整
された定時間隔で繰り返し衝撃を付加することによって
心臓マッサージを行うとともに、調整された時期と期間
とで呼吸用ガスを換気供給する自動心肺蘇生器であっ
て、患者の心弛緩状態に対応して任意の換気時間、換気
の波形の変化及び換気の時間的位相の遅れを作り出すた
めの調整ノブ又はタッチキーが、仰臥する患者の胸部側
面又は肩近傍の自動心肺蘇生器表面に配置されてなるも
のである。本発明の自動心肺蘇生器において、換気時
間、換気の波形の変化及び換気の時間的位相の遅れを作
りだす方法に特に制限はないが、配管内に圧力損失を生
成せしめるオリフィスを内設することにより、換気時
間、換気の波形の変化及び換気の時間的位相の遅れを好
適に作り出すことができる。通常のオリフィスは、管径
が漸減又は漸増する周知のベンチユリ管のごとく、その
絞り前後の流れを層流に保持したまま、管径の変化に対
応する流速の変化のみを側圧の変化として捉えて計量の
指標とするもの、すなわち、層流によってできる限り圧
力損失を少なくし、乱流の発生を防ぎ、管壁との摩擦抵
抗のみを浮彫りにしようとするものである。これに対し
て本発明においては、管径や形状の急激な変化によって
乱流又は渦流を引き起こし、その結果生ずる圧力損失を
利用して流れの位相をズラしたり、流入波形を変えよう
とするものである。本発明において取り扱うガスの圧力
は、本格的な人工呼吸器に使用される微圧とは異なっ
て、自動心肺蘇生器駆動用の５kg／cm2程度の中高圧ガ
スをタンクに溜めながら放出するので、放出速度も大き
く、従って渦流を隨所に発生させることができる上に、
これを細管を通して流れを安定化し、微圧、微速とし
て、患者の呼吸や、肺の弾性、気道の抵抗に合わせなが
ら送入することができる。本発明において、オリフィス
の型式に特に制限はなく、例えば、筒状段差型オリフィ
ス、絞り弁型オリフィス、花弁状絞り弁型オリフィス、
障碍板スライド昇降型オリフィス、径違い管型オリフィ
ス、ダッシュポット型オリフィス、スプリング弁型オリ
フィス、ニードル弁式間隙調整型オリフィスなどを挙げ
ることができる。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS The automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention performs a cardiac massage by repeatedly applying an impact at an adjusted regular time interval, and supplies and supplies breathing gas at an adjusted time and period. An automatic cardiopulmonary resuscitation device, wherein an adjustment knob or touch key for creating an arbitrary ventilation time, a change in ventilation waveform and a delay in the temporal phase of ventilation in response to the patient's state of cardiac relaxation is provided for the patient in the supine position. It is placed on the surface of the automatic cardiopulmonary resuscitation device on the side of the chest or near the shoulder. In the automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention, there is no particular limitation on a method of producing a ventilation time, a change in ventilation waveform, and a delay in the temporal phase of ventilation, but by providing an orifice for generating a pressure loss in piping, Thus, the ventilation time, the change in the ventilation waveform, and the delay in the temporal phase of the ventilation can be suitably created. A normal orifice, like a well-known bench lily pipe with a gradually decreasing or gradually increasing pipe diameter, captures only a change in flow velocity corresponding to a change in pipe diameter as a change in lateral pressure while maintaining laminar flow before and after the throttle. It is used as an index of measurement, that is, the pressure loss is reduced as much as possible by laminar flow, turbulence is prevented from occurring, and only the frictional resistance with the pipe wall is embossed. On the other hand, in the present invention, turbulence or eddy is caused by a sudden change in the pipe diameter or shape, and the resulting pressure loss is used to shift the phase of the flow or change the inflow waveform. It is. Since the pressure of the gas handled in the present invention is different from the minute pressure used in a full-scale ventilator, a medium-to-high pressure gas for driving an automatic cardiopulmonary resuscitation device of about 5 kg / cm 2 is discharged while being stored in a tank. , The discharge speed is high, so that a vortex can be generated anywhere,
The flow is stabilized through the tubule, and can be delivered as a slight pressure and a slow speed while adjusting to the patient's breathing, lung elasticity, and airway resistance. In the present invention, the type of the orifice is not particularly limited. For example, a cylindrical step-type orifice, a throttle valve-type orifice, a petal-type throttle valve-type orifice,
Obstacle plate slide elevating orifices, reducing pipe orifices, dash pot orifices, spring valve orifices, needle valve gap adjusting orifices, and the like.
【０００６】図３は、導管を急激に拡大した場合のモデ
ル図であり、図４は、導管を急激に縮小した場合のモデ
ル図である。本発明においては、これらの径違い管型オ
リフィスを単独で使用することができ、あるいは、これ
らのオリフィスを連結して使用することもできる。導管
を急激に拡大したオリフィスと、導管を急激に縮小した
オリフィスは、流れの方向に対して何れのオリフィスを
先に設置することもできる。ただし、両オリフィス点を
結ぶ細い管又は太い管は、その中で一旦生じた渦流が整
えられるような長さを有することが好ましい。図３にお
いて、左の小口径管の出口圧力をｐ1、右の大口径管で
再び流れが安定したときの圧力をｐ2、それぞれの流速
をｖ1及びｖ2とし、流体の比重をγとすると、この系の
圧力損失からベルヌイの法則による静圧力損失を差し引
いたものが、この小型部品を設置したための純粋な圧力
損失効果となる。すなわち、両者間の圧力損失差をΔｐ
とすれば、 Δｐ＝γ（ｖ1−ｖ2）2／（２ｇ） となり、絞り前後の流速差（ｖ1−ｖ2）が大きいほど圧
力損失は大きくなる。図３に示す導管を急激に拡大した
オリフィスと、図４に示す導管を急激に縮小したオリフ
ィスを組み合わせることにより、吹出初期圧の高い換気
を前段のオリフィスにより一旦低圧としたのち、後段の
オリフィスにより圧力を上昇させ、後期ピーク型の波に
変形したり、あるいは平均化することができる。図３に
示す機構において、管径の差を自由に変えられるような
小さな絞り機構を配管中に内設することにより、圧力損
失を自由に変えることができる。また、図３に示す機構
を図４に示す機構と連結することにより、ガスは図４の
右側小口径管から洩れ出しながら、左側の大口径管の中
の圧力を徐々に高めるので、図４の出口での圧力のピー
クを、図３の入口における圧力のピークよりも時間的に
ズラすことができる。更に重要なことは、たとえ図３の
入口の圧力が突出的な噴出による漸減的一次圧であって
も、図４を出た後での波形をサインカーブ圧に近い形に
変性することができる。換気用ガスの供給が断続的に行
われれば、究極的には一定圧供給方式（プレッシャ方
式）からサインカーブ方式への移行が可能となる。つま
り、前者では患者の気道抵抗やコンプライアンスのため
に急激な送気は徒らに拒否反応を招くのみであるが、後
者によって患者の筋肉の応答を看視しながら無理なく気
道や肺の拡張を行わせることができる。FIG. 3 is a model diagram when the conduit is rapidly expanded, and FIG. 4 is a model diagram when the conduit is rapidly reduced. In the present invention, these reduced-tube orifices can be used alone, or these orifices can be used in combination. An orifice with a sudden expansion of the conduit and an orifice with a rapid contraction of the conduit can have either orifice placed first in the direction of flow. However, it is preferable that the thin tube or the thick tube connecting the two orifice points have a length such that the vortex generated once therein can be adjusted. In FIG. 3, the outlet pressure of the small-diameter pipe on the left is p 1 , the pressure when the flow is stabilized again in the large-diameter pipe on the right is p 2 , the respective velocities are v 1 and v 2, and the specific gravity of the fluid is γ Then, a value obtained by subtracting the static pressure loss according to Bernoulli's law from the pressure loss of this system is a pure pressure loss effect due to the installation of these small parts. That is, the pressure loss difference between the two is Δp
Then, Δp = γ (v 1 −v 2 ) 2 / (2 g), and the pressure loss increases as the flow velocity difference (v 1 −v 2 ) before and after the throttle increases. By combining the orifice in which the conduit shown in FIG. 3 is rapidly expanded and the orifice in which the conduit shown in FIG. 4 is rapidly reduced, the ventilation with a high initial pressure of the air is temporarily reduced to a low pressure by the orifice in the preceding stage, and then to the orifice in the subsequent stage. The pressure can be increased and transformed into a late peak type wave or averaged. In the mechanism shown in FIG. 3, the pressure loss can be freely changed by providing a small throttle mechanism in the pipe that can change the difference in the pipe diameters freely. Also, by connecting the mechanism shown in FIG. 3 to the mechanism shown in FIG. 4, the gas gradually leaks from the small-diameter pipe on the right side of FIG. 4 while gradually increasing the pressure in the large-diameter pipe on the left side. The pressure peak at the outlet of FIG. 3 can be shifted in time from the pressure peak at the inlet of FIG. More importantly, even if the pressure at the inlet in FIG. 3 is a gradually decreasing primary pressure due to a protruding ejection, the waveform after leaving FIG. 4 can be modified to a shape close to a sine curve pressure. . If the supply of the ventilation gas is performed intermittently, it is possible to ultimately shift from the constant pressure supply system (pressure system) to the sine curve system. In other words, in the former, a sudden insufflation simply causes a rejection due to the patient's airway resistance and compliance, but the latter naturally expands the airway and lungs while monitoring the response of the patient's muscles. Can be done.
【０００７】本発明においては、オリフィスとして絞り
弁型オリフィスを使用することができる。図５は、絞り
弁型オリフィスの一態様のモデル図である。図５に示す
態様は、絞り円盤であるが、流体は孔部を吹き出た後も
収縮を続け、そこに渦流と圧力損失が出現する。この
際、絞り円盤の厚みや、孔部のエッジの立ち方により、
渦の発生状態を調節することができる。絞り円盤を固定
的なものではなく、写真機のシャッターのように収縮が
自由に操作できる花弁状絞り弁型とすることができ、ま
た、円形断面ではなく、ギロチンのように一軸方向にス
ライドする平板とした障碍板スライド昇降型オリフィス
とすることによっても、渦流と圧力損失を発生させるこ
とができる。ちなみに、絞り弁の厚みが大なるときは、
収縮された中央の層流は更に長く尾を曳き、絞り弁の板
厚の摩擦と相まって、圧力損失は更に大きくなる。図６
は、本発明に用いるオリフィスの他の態様のモデル図で
ある。図６(ａ)、(ｂ)及び(ｃ)は、筒状段差型オリフィ
スであり、図６(ｄ)は、ダッシュポット型オリフィスで
あり、図６(ｅ)は、スプリング弁型オリフィスであり、
図６(ｆ)は、ニードル弁式間隙調整型オリフィスであ
る。これらの態様のオリフィスの中で、筒状段差型オリ
フィス、ダッシュポット型オリフィス及びニードル弁式
間隙調整型オリフィスを好適に使用することができる。
筒状段差型オリフィスは、換気ラインの一部に挿入配置
するだけで効果を現し、ラインを複雑化することがない
ので、本発明の主旨の小型化によく適うものである。ダ
ッシュポット型オリフィスは、波形を変化し、時間的位
相をズラし遅らせる上で特に有効であり、また、解放時
間を延長させ換気を２秒以上にする際にも平均化した一
様な圧力分布を持続することができる。この場合の緩和
時間の調節は、スプリングの固定軸をズラすことによっ
て行うことができる。ニードル弁式間隙調整型オリフィ
スは、スリットと膨張空間の組合せによって波形の変化
と時間的位相の遅れを微細に調整実現し、患者の呼気と
同調させることができる。In the present invention, a throttle valve type orifice can be used as the orifice. FIG. 5 is a model diagram of one mode of a throttle valve type orifice. The embodiment shown in FIG. 5 is a throttle disk, but the fluid continues to contract even after blowing out the hole, and a vortex and a pressure loss appear there. At this time, depending on the thickness of the drawing disk and how the edge of the hole stands,
The state of vortex generation can be adjusted. The diaphragm disk is not fixed, but can be a petal-shaped diaphragm valve type that can freely operate contraction like a shutter of a camera, and slides uniaxially like a guillotine instead of a circular cross section The eddy current and the pressure loss can also be generated by using a flat obstruction plate slide elevating orifice. By the way, when the thickness of the throttle valve is large,
The contracted central laminar flow trails longer and, combined with the friction of the throttle plate thickness, the pressure loss is even greater. FIG.
FIG. 4 is a model diagram of another embodiment of the orifice used in the present invention. 6 (a), 6 (b) and 6 (c) are cylindrical step type orifices, FIG. 6 (d) is a dash pot type orifice, and FIG. 6 (e) is a spring valve type orifice. ,
FIG. 6F shows a needle valve type gap adjusting orifice. Among these orifices, a cylindrical step-type orifice, a dashpot-type orifice, and a needle-valve-type gap adjusting orifice can be preferably used.
The cylindrical step-type orifice exhibits an effect only by being inserted and arranged in a part of the ventilation line, and does not complicate the line, so that it is well suited to the miniaturization as the gist of the present invention. The dashpot orifice is particularly effective in changing the waveform, shifting and delaying the temporal phase, and also averages the uniform pressure distribution when extending the release time and ventilating for more than 2 seconds. Can last. Adjustment of the relaxation time in this case can be performed by shifting the fixed axis of the spring. The needle-valve-type gap-adjusting orifice can finely adjust the waveform change and the time-phase delay by the combination of the slit and the expansion space, and can synchronize with the patient's exhalation.
【０００８】本発明においては、これらの換気の圧力損
失、換気の波形の変化、換気の時間的位相の遅れを招来
する部品の効果を連続的又は断続的に変化させるため
に、スライド方式やチェンジレバーによる伝達機構を使
用することができる。このような伝達機構としては、例
えば、回転摺動式、銷方向摺動式、挺子利用把手などの
平面移動式伝達機構や、落し込み嵌合方式などのチェン
ジレバーによる伝達機構などを挙げることができる。図
６(ｆ)に示すニードル弁は、回転摺動方式の一例であ
り、図５に示す絞り弁の開閉には、挺子利用の平面操作
レバーを用いることができる。図７は、本発明に用いる
オリフィスの他の態様のモデル図である。図７に示すオ
リフィスは、筒状段差型オリフィスの組み合せであり、
渦流と圧力損失は、圧縮方向よりも膨張方向において顕
著に現れるので、本態様においては前段を固定し、後段
をつまみで移動させることによって両堰間の体積を変化
させて、換気の波形の変化や換気の時間的位相の遅れの
調節を行うことができる。あるいは、後段を固定し、前
段を移動することによっても、同様な効果を得ることが
できる。In the present invention, in order to continuously or intermittently change the effects of the components causing the pressure loss of ventilation, the change of the waveform of ventilation, and the delay of the temporal phase of ventilation, a sliding system or a change system is used. A lever-based transmission mechanism can be used. As such a transmission mechanism, for example, a plane moving transmission mechanism such as a rotary sliding type, a sales direction sliding type, a handle using a litter, and a transmission mechanism using a change lever such as a drop-in fitting type may be mentioned. Can be. The needle valve shown in FIG. 6 (f) is an example of a rotary sliding system, and a flat operation lever using a lever can be used to open and close the throttle valve shown in FIG. FIG. 7 is a model diagram of another embodiment of the orifice used in the present invention. The orifice shown in FIG. 7 is a combination of a cylindrical step type orifice.
Since the eddy current and the pressure loss appear more remarkably in the expansion direction than in the compression direction, in this embodiment, the front stage is fixed, and the rear stage is moved by the knob to change the volume between both weirs, thereby changing the ventilation waveform. And adjustment of the delay of the temporal phase of ventilation. Alternatively, the same effect can be obtained by fixing the rear stage and moving the front stage.
【０００９】本発明の自動心肺蘇生器の一態様において
は、換気時間、換気の波形の変化及び換気の時間的位相
の遅れを作り出すための調整ノブ又はタッチキーを、仰
臥する患者の胸部側面又は肩近傍の自動心肺蘇生器表面
に配置する。図８は、本発明の自動心肺蘇生器の一態様
の配置図である。背板１に仰臥する患者２に自動心肺蘇
生器３が装着され、患者の胸部側面及び肩近傍の自動心
肺蘇生器表面に、換気時間、換気の波形の変化及び換気
の時間的位相の遅れを作り出すための調整ノブ又はタッ
チキー４が配置されている。（側面図においては、自動
心肺蘇生器を表示せず、衝撃点のみを矢印で示す。）調
整ノブ又はタッチキーをかかる位置に配置することによ
り、心肺蘇生作業中に、操作する作業者によって患者の
状態を看視しながら即時に換気の条件などを調整し、蘇
生効率を上げることが可能となる。本発明の自動心肺蘇
生器においては、換気調整部品及び回路を、主要調節ノ
ブである駆動ストロークなどの自動心肺蘇生器本来の機
能をつかさどる調整部品及び回路とともに、患者を仰臥
させるケースの内部にコンパクトに収納することができ
る。その結果、各種の調整ノブ又はタッチキーは、患者
の両肩及び片方の胸部側面に集中して配置され、救急行
為を施す作業者が、患者を介護するかたわら、片手です
べての調整ノブ又はタッチキーを操作することができ
る。In one embodiment of the automatic cardiopulmonary resuscitator of the present invention, an adjustment knob or a touch key for creating a ventilation time, a change in ventilation waveform and a delay in the temporal phase of ventilation is provided on the side of the chest of a patient lying on the back. Place it on the CPR surface near the shoulder. FIG. 8 is a layout view of one embodiment of the automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention. An automatic cardiopulmonary resuscitation device 3 is attached to a patient 2 lying on a back plate 1, and a ventilation time, a change in ventilation waveform, and a delay in a temporal phase of ventilation are applied to the surface of the automatic cardiopulmonary resuscitation device on the side of the chest and near the shoulder. An adjustment knob or touch key 4 for creating is arranged. (In the side view, the automatic cardiopulmonary resuscitation device is not displayed, and only the impact point is indicated by an arrow.) By arranging the adjustment knob or the touch key at such a position, the operator operating during the cardiopulmonary resuscitation operation may It is possible to immediately adjust the ventilation conditions while observing the condition, and to increase the resuscitation efficiency. In the automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention, the ventilation adjustment component and the circuit, together with the adjustment component and the circuit that controls the original functions of the automatic cardiopulmonary resuscitation device such as the drive stroke, which is the main adjustment knob, are compactly housed inside a case that lays the patient in a supine position. Can be stored. As a result, various adjustment knobs or touch keys are concentrated on both the shoulders and one side of the chest of the patient, so that an emergency operator can take care of all the adjustment knobs or touches with one hand while caring for the patient. Keys can be operated.
【００１０】本発明の自動心肺蘇生器の他の態様におい
ては、衝撃槌駆動用ノブ、衝撃ストローク調整用ノブ、
換気供給ガス量調整ノブ、ガス圧力調整ノブ、換気解放
時間調整ノブ、換気の圧波形調整ノブ及び換気の時間的
位相の遅れ調整ノブを制御用ユニットに設置し、かつ制
御用ユニットが自動心肺蘇生器の本体機構から分離し得
る構造とする。図９は、本発明の自動心肺蘇生器の他の
態様の配置図である。救急車内のストレッチャー５の上
に置かれた背板１に仰臥する患者２に自動心肺蘇生器３
が装着され、自動心肺蘇生器の本体機構から分離され、
本体機構に導管又は導線６により連結された制御用ユニ
ット７に、各種の調整ノブ又はタッチキー４が設置され
ている。各種の調整ノブ又はタッチキーは、制御用ユニ
ットの前面に集中して設置することが好ましい。各種の
調整ノブ又はタッチキーを集中して制御用ユニットに設
置し、制御用ユニットを自動心肺蘇生器の本体機構から
分離し得る構造とすることにより、狭い救急車内に収納
しやすく、携帯時の重量も軽量であり、作業時にも立錐
の余地のない救急車内の僅かな部分をも利用することが
できる。また、患者の蘇生前後の推移時期に最も必要な
換気調整のための諸機構を、自動心肺蘇生器の大型化を
招くことなく、これに付加するとともに、同時に作業者
が救急作業を行いながら、片手で身近な状態で調整ノブ
又はタッチキーを操作することができる。自動心肺蘇生
器の衝撃槌は、移動を目的とした手提げ用背板に取り付
け、あるいは、搬送用ストレッチャーに取り付けること
により、狭い階段やエレベーターを通過し、ストレッチ
ャーに患者を取り付けたまま窓から空中へ搬出すること
ができる。これらのいずれの場合も、小型の制御用ユニ
ットと連結された衝撃槌は、移動中も駆動を続ける。換
気供給ガス量調整ノブ、ガス圧力調整ノブ、換気解放時
間調整ノブ、換気の圧波形調整ノブ、換気の時間的位相
の遅れ調整ノブなどの各種調整ノブや、付加される換気
調整用の部品や回路は、できる限り小型であるか、ある
いは１個のノブで複数の機能の調整を兼ねることが好ま
しい。In another aspect of the automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention, a knob for driving an impact mallet, a knob for adjusting an impact stroke,
A knob for adjusting the amount of gas supplied to the ventilation, a knob for adjusting the gas pressure, a knob for adjusting the release time of the ventilation, a knob for adjusting the pressure waveform of the ventilation, and a knob for adjusting the delay in the temporal phase of the ventilation are installed in the control unit, and the control unit is used for automatic cardiopulmonary resuscitation. The structure shall be separable from the main body mechanism of the container. FIG. 9 is a layout view of another embodiment of the automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention. An automatic cardiopulmonary resuscitation device 3 for a patient 2 lying on a back plate 1 placed on a stretcher 5 in an ambulance
Is attached and separated from the main body mechanism of the automatic CPR
Various adjustment knobs or touch keys 4 are provided on a control unit 7 connected to the main body mechanism by a conduit or a conductor 6. It is preferable that various kinds of adjustment knobs or touch keys are centrally installed on the front surface of the control unit. Various adjustment knobs or touch keys are centrally installed on the control unit, and the control unit can be separated from the main body mechanism of the automatic cardiopulmonary resuscitation device. It is also light in weight and can use a small part of the ambulance, which has no room for standing cones when working. In addition, various mechanisms for ventilation adjustment most necessary during the transition period before and after resuscitation of the patient are added to this without inviting the enlargement of the automatic cardiopulmonary resuscitation device, and at the same time, while the worker performs emergency work, The adjustment knob or touch key can be operated with one hand in a familiar state. The impact hammer of the automatic cardiopulmonary resuscitation device can be attached to a backrest for carrying purpose or attached to a stretcher for transportation, so that it can pass through narrow stairs and elevators and pass through the window with the patient attached to the stretcher. It can be carried out into the air. In each of these cases, the impact hammer connected to the small control unit continues to be driven during movement. Various adjustment knobs such as ventilation supply gas amount adjustment knob, gas pressure adjustment knob, ventilation release time adjustment knob, ventilation pressure waveform adjustment knob, ventilation time phase delay adjustment knob, and additional ventilation adjustment parts The circuit is preferably as small as possible, or a single knob serves to adjust multiple functions.
【００１１】本発明の自動心肺蘇生器によれば、一般の
在宅に使用される呼吸器のように、大型かつ精緻な部品
や回路ではなく、送気回路の中間に流体の流動を乱すよ
うな極めて小型の障碍物を挿入することによって、配管
内を流れるガス流体の圧力損失や波形の変化、あるいは
最大フローの位置の時間的位相の遅れを実現することが
でき、更にダイヤル式又は無段階直線移動式の調整ノブ
を操作することによって、作業者が片手で迅速且つ平易
に操作し、換気条件を連続的に微調整することが可能と
なる。本発明の自動心肺蘇生器において、自動心肺蘇生
器の衝撃槌の強い衝撃振動を受けやすい部分には、チェ
ンジレーバー、摺動ノブなどをスプリングによって所定
の位置に落し込む方式をとることが好ましい。この場合
には、調節は断続的となる。ダッシュポットの押し圧力
の調節においても、バックアップするダッシュポットピ
ンの調節は、回転摺動式とすることが好ましい。また、
オリフィス板の昇降は、連続摺動方式とすることもでき
るが、昇降方向に板を動かす場合には、段階式落し込み
方式とすることが好ましい。一軸移動方式は連続摺動が
可能であり、切替スイッチ及びステップ方式は断続落し
込み方式で設定される場合が多いが、いずれの場合も機
構部品は小型であり、制御用ユニットの表面に設置され
る。また、制御機構が本体機構と一体化された場合に
は、調整ノブ又はタッチキーは、自動心肺蘇生器の前面
又は側面壁に近く配列され収容される。このために、本
発明の自動心肺蘇生器においては、作業者が救急作業の
かたわら、これらの調整ノブ又はタッチキーを片手で操
作することができる。According to the automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention, unlike a respirator used in ordinary homes, it does not disturb the flow of fluid in the middle of an air supply circuit, instead of large and sophisticated parts and circuits. By inserting an extremely small obstacle, it is possible to realize pressure loss and waveform changes of the gas fluid flowing in the piping, or to delay the time phase of the position of the maximum flow. By operating the movable adjustment knob, the operator can operate quickly and easily with one hand, and can continuously finely adjust the ventilation condition. In the automatic cardiopulmonary resuscitation apparatus of the present invention, it is preferable to adopt a system in which a change lever, a sliding knob, and the like are dropped to a predetermined position by a spring at a portion of the automatic cardiopulmonary resuscitation apparatus that is easily subjected to strong impact vibration. In this case, the adjustment is intermittent. In adjusting the pressing force of the dashpot, the adjustment of the dashpot pin to be backed up is preferably of a rotary sliding type. Also,
The orifice plate can be moved up and down by a continuous sliding method. However, when the plate is moved in the elevating direction, it is preferable to use a step-down method. The single-axis movement method allows continuous sliding, and the changeover switch and the step method are often set by the intermittent drop-in method.However, in each case, the mechanical components are small and installed on the surface of the control unit. You. When the control mechanism is integrated with the main body mechanism, the adjustment knob or the touch key is arranged and housed near the front or side wall of the automatic CPR. For this reason, in the automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention, the operator can operate these adjustment knobs or touch keys with one hand during emergency work.
【００１２】本発明の自動心肺蘇生器は、電気的に制御
することもできる。電気的制御方式は、各種部品の配置
についての自由度が大きい。換気の圧力損失を形成する
機構自体は、制御される流体が同一であれば、電気的制
御の場合でも力学的制御の場合となんら変わることなく
制御することができる。電磁弁による開閉、昇降などの
制御は、手動による力学的制御よりもより連続的であ
り、蓋然性ある制御を行うことができ、とりわけ調整ノ
ブ又はタッチキーと構成部品とのユニット内における位
置関係の自由度が高いという利点がある。自動心肺蘇生
器の調整機構の作動を電気的に制御することにより、自
動心肺蘇生器の重量を軽減することができる。特に、制
御用ユニットを、救急車内及び救急車外の所望の場所に
おいて自由に使用することを目的として、本体機構と制
御用ユニットの一体化と分離とを随時に行うためには、
電気方式で制御することが特に好ましい。制御用の部品
と回路を小型化することにより、本体機構と制御用ユニ
ットの一体化と分離とを随時に行うことが可能となる。
本発明の自動心肺蘇生器において、このような小型部品
を調整するノブ又はタッチキーは、自動心肺蘇生器と一
体化する場合には、駆動用ガスの供給に関する開閉ノ
ブ、衝撃槌のストローク調整ノブなどの自動心肺蘇生器
に関する本来の調整器具と同じく、仰臥する患者の胸部
側面及び肩近傍に位置することが好ましい。特に、救急
車内においては、患者は車の側壁に押し付けられるの
で、日本においては、患者の両肩下及び右脇下に集中配
列することが作業上好ましい。制御用ユニットを、背板
を兼ねたケースと一体化されている自動心肺蘇生器の駆
動機構と分離して使用する場合や、市販の手提げ背板上
に駆動機構を取り付けて患者を背板上に仰臥させる場合
や、駆動機構を取り付けたストレッチャーに患者を仰臥
させる場合などには、制御用ユニットを本体機構から分
離し、例えば、左手で患者の送気マスクを押さえ、右手
のみでユニットを操作することになる。このような場
合、図９に示すように、ユニットは救急作業者の右横、
すなわち患者の右腰附近に置かれることが多いので、分
離型の制御用ユニットのケースの前面パネルに、自動心
肺蘇生器にかかわる殆どすべての調整ノブ又はタッチキ
ーを集中して配列することが好ましい。本発明の自動心
肺蘇生器は、極めて小型の部品を自動心肺蘇生器に内装
し、調整ノブ又はタッチキーを制御用ユニットの表面に
集中し、制御用ユニットを本体機構から分離し得る構成
としているので、患者の状況や場所などに応じて、ある
場合には制御用ユニットと本体機構を一体化して使用
し、ある場合には制御用ユニットを背板を兼ねたケース
から取り出して分離型としても使用し、分離と一体化を
随時に行うことができる。The automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention can also be controlled electrically. The electric control method has a large degree of freedom in arranging various components. If the fluid to be controlled is the same, the mechanism itself that creates the pressure loss of ventilation can be controlled without change even in the case of electrical control as compared to the case of mechanical control. Controls such as opening / closing and raising / lowering by a solenoid valve are more continuous than manual mechanical control, and can provide a probable control.In particular, the positional relationship between the adjustment knob or touch key and the component in the unit is determined. There is an advantage that the degree of freedom is high. By electrically controlling the operation of the adjustment mechanism of the automatic CPR, the weight of the automatic CPR can be reduced. In particular, for the purpose of freely using the control unit inside and outside the ambulance at a desired place outside the ambulance, in order to perform integration and separation of the main body mechanism and the control unit at any time,
It is particularly preferable to control the electric system. By reducing the size of the control parts and circuits, the integration and separation of the main body mechanism and the control unit can be performed at any time.
In the automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention, the knob or touch key for adjusting such a small component is, when integrated with the automatic cardiopulmonary resuscitation device, an opening / closing knob related to the supply of driving gas, a stroke adjustment knob of an impact mallet. Like the original adjustment device for an automatic cardiopulmonary resuscitation device such as the one described above, it is preferably located on the side of the chest and near the shoulder of the patient lying on the back. Particularly, in an ambulance, since the patient is pressed against the side wall of the car, in Japan, it is preferable in terms of work to concentrate the patient under both shoulders and right lower arm. When the control unit is used separately from the drive mechanism of the automatic cardiopulmonary resuscitation unit, which is integrated with the case that also serves as the backboard, or when the drive mechanism is mounted on a commercially available backrest and the patient is placed on the backboard When the patient is lying on the back or when the patient is lying on a stretcher equipped with a drive mechanism, the control unit is separated from the main body mechanism.For example, the patient's air supply mask is pressed with the left hand, and the unit is held only with the right hand. Will operate. In such a case, as shown in FIG. 9, the unit is located on the right side of the emergency worker,
That is, since it is often placed near the right hip of the patient, it is preferable that almost all adjustment knobs or touch keys related to the automatic cardiopulmonary resuscitation device are centrally arranged on the front panel of the case of the separate control unit. . The automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention has a configuration in which extremely small components are incorporated in the automatic cardiopulmonary resuscitation device, the adjustment knob or the touch key is concentrated on the surface of the control unit, and the control unit can be separated from the main body mechanism. Therefore, depending on the situation and location of the patient, in some cases, the control unit and the main body mechanism are used integrally, and in some cases, the control unit can be taken out of the case that also serves as the back plate to be a separate type. Used, separation and integration can be performed at any time.
【００１３】[0013]
【実施例】以下に、実施例を挙げて本発明をさらに詳細
に説明するが、本発明はこれらの実施例によりなんら限
定されるものではない。 実施例１ 図１０、図１１、図１２、図１３及び図１４に示すＡ〜
Ｔの２０個のオリフィスを用いて、換気時間、換気の波
形の変化及び換気の時間的位相の遅れの調整を行った。
自動心肺蘇生器［米国ＢＲＵＮＳＷＩＣＫ社製、ＨＬＲ
−Ａｉｒ型］の換気用酸素ガス排出ラインにオリフィス
を取り付け、その吐出口先端には、患者の咽喉に挿入し
て気道を確保するための気管内チューブ［日本光電製、
ツーウェイチューブＳＡタイプ］の肺胞側を連結し、更
にその先端は解放の状態とした。衝撃槌が衝撃を５回繰
り返す間に、緩衝タンクに蓄えられた酸素ガスを１回の
比率で放出した。１回当たりの酸素ガスの放出量は、５
００〜１,２００ml又は５００〜１,５００mlとした。気
管内チューブの連結点に、測定域０〜１００cm水柱の圧
力計を分岐結合させて、リリーズ放出のない状態での低
圧力値を測定した。衝撃槌の５回おきの間隔は、その節
目節目の換気用酸素放出時間が延長されるにつれて延長
されるので、タイムディレーの進行の目安は、５回目の
衝撃が止んでから、次の第１回目の衝撃に入る際のカム
の回転音が発せられるまでの時間を測定した。結果を、
第１表に示す。 比較例１ 実施例１で用いた装置に、オリフィスをつけることな
く、１回当たりの酸素ガスの放出量を５００〜１,５０
０mlの間で変動させて、実施例１と同様に測定を行っ
た。１回当たりの酸素ガスの放出量が７５０ml以上にな
ると、放出初期の圧力と管内抵抗との圧力差がラインの
途中に設けられたリリーズバルブの作動圧６０cm水柱を
上回るために、リリーズバルブからの洩れが観測され
た。結果を、第２表に示す。EXAMPLES The present invention will be described in more detail with reference to the following Examples, which should not be construed as limiting the present invention. Example 1 A to A shown in FIG. 10, FIG. 11, FIG. 12, FIG.
Using the 20 orifices of T, the ventilation time, the change of ventilation waveform, and the delay of the temporal phase of ventilation were adjusted.
Automatic cardiopulmonary resuscitation [HLR manufactured by BRUNSWICK, USA
-Air type], an orifice is attached to the oxygen gas discharge line for ventilation, and the end of the discharge port is provided with an endotracheal tube [manufactured by Nihon Kohden to secure the airway by inserting it into the patient's throat.
Two-way tube SA type] was connected, and the tip was left open. While the impact hammer repeated the impact five times, the oxygen gas stored in the buffer tank was released at a single rate. The amount of oxygen gas released per time is 5
It was set to 00 to 1,200 ml or 500 to 1,500 ml. A pressure gauge having a measurement area of 0 to 100 cm water column was branched and connected to the connection point of the endotracheal tube, and a low pressure value without release of the release was measured. Since the interval of every fifth impact hammer is extended as the ventilation oxygen release time at that knot is prolonged, the time delay can be estimated as follows after the fifth impact has ceased. The time until the cam rotation sound was emitted when the second impact was started was measured. The result
It is shown in Table 1. Comparative Example 1 The amount of oxygen gas released per time was 500 to 1,50 without attaching an orifice to the apparatus used in Example 1.
The measurement was performed in the same manner as in Example 1 except that the amount was varied between 0 ml. When the release amount of oxygen gas per one time becomes 750 ml or more, the operating pressure of the release valve provided in the middle of the line exceeds the operating pressure of the release valve provided in the middle of the line, and the pressure difference between the initial release pressure and the pipe resistance exceeds 60 cm. Leaks were observed. The results are shown in Table 2.
【００１４】[0014]
【表１】 [Table 1]
【００１５】[0015]
【表２】 [Table 2]
【００１６】第１表と第２表に見られるように、オリフ
ィスを取り付けない比較例１の場合に比べて、実施例１
で用いた２０個のオリフィスにはすべて効果が認められ
る。圧力損失の点では、圧縮を伴う流れのＢよりは、解
放による渦流を伴う流れのＡの方が効果がある。ＡとＢ
を結合したＣは、更に吐出圧力の平均化と吐出時間の延
長に効果がある。Ｆ、Ｇ及びＨは、いずれも層流化によ
る摩擦抵抗と解放時の損失の両者が現れるので有効であ
り、単独で使用する際には、換気ラインを複雑化するこ
となく、取り付けることができる。この点、Ｉ、Ｊ及び
Ｋは、更に圧力を貯めて圧力の平均化と吐出時間の延長
が実現され、特に救命作業上望ましいとされる吐出時間
１.２〜２.２秒が実現されている。Ｉ、Ｊ及びＫのつま
みノブのスライドによる空間の調節は、吐出時間を２.
５秒にまで大幅に延長することができ、しかも調節幅が
大きい。同様の効果は、ダッシュポットを使用したＬ、
Ｍ、Ｎ、Ｏ及びＰでも認められる。ダッシュポットがガ
ス圧の急速な増減に対応して、後退、前進の緩和運動を
行うことにより、圧力の平均化と波形の均整化（サイン
波への修正）が達成されている。ダッシュポット型の唯
一の欠点は、ダッシュポットを組み込むための空間が必
要になり、装置を小型化することが困難になることであ
る。この点、Ｎ、Ｏ及びＰは、ライン内に小型ダッシュ
ポットが並列的に収納され、しかもノブを移動すること
により、ダッシュポットのスプリングの作動域をより広
範に獲得できるという点で効果が大きい。Ｑは、Ｎ、Ｏ
又はＰの固定式であるために、作動幅には限界がある
が、吐出圧や換気の時間的遅れが限定された与件の中で
は、極めて円滑な作動を示す。Ｒは、微調整可能なダイ
ヤルを有する点で、熟達した作業者に適している。患者
の呼吸状態を看視しながら調整するのに好都合である
が、人為的な変化に頼りすぎる点もある。Ｓ及びＴによ
れば、層流の流れを可能な限り乱すことなく、コンプラ
イアンスに合わせた押し込みを実現することができる。
特に、Ｓは、蘇生器の筺体の外でラインの間に容易に挿
入することができる。しかし、Ｓ及びＴは、換気の時間
的位相の遅れの点では、Ｉ、Ｊ及びＫほど充分な効果は
得られていない。特筆すべきことは、試験した２０個の
オリフィスの何れも最高圧力が６０cm水柱のリリーズバ
ルブの設定圧に達しなかったので、患者の気管を傷つけ
ることなく換気が起こることである。試験した２０個の
オリフィスを、ライン中への収納性と効果の両面から総
合的に評価すると、Ｃ、Ｅ、Ｆ、Ｇ、Ｈ、Ｉ、Ｊ、Ｋ、
Ｎ、Ｐ及びＲが良好であり、中でもＦ、Ｇ、Ｈ、Ｊ、
Ｋ、Ｎ及びＲが特に優れている。これに対して、オリフ
ィスのない比較例１においては、酸素ガスの放出量が多
い場合には、放出初期の圧力と管内抵抗の圧力差がリリ
ーズバルブの作動圧６０cm水柱を上回るために、バルブ
からの洩れが観測され、短時間に圧力が放出低下し、患
者の換気が充分ではない。As can be seen from Tables 1 and 2, Example 1 was different from Comparative Example 1 in which no orifice was attached.
All 20 orifices used in the above are effective. In terms of pressure loss, stream A with vortex due to release is more effective than stream B with compression. A and B
Is more effective in averaging the discharge pressure and extending the discharge time. Each of F, G and H is effective because both the frictional resistance due to laminarization and the loss at the time of release appear, and when used alone, it can be installed without complicating the ventilation line. . In this regard, in I, J and K, the pressure is further accumulated, the pressure is averaged and the discharge time is extended, and the discharge time of 1.2 to 2.2 seconds, which is particularly desirable for lifesaving work, is realized. I have. Adjustment of the space by sliding the I, J and K knob knobs will increase the discharge time by 2.
It can be greatly extended to 5 seconds, and the adjustment range is large. A similar effect is that L using a dashpot,
It is also found in M, N, O and P. Pressure averaging and waveform equalization (correction to a sine wave) are achieved by the dashpot performing a retreating and advancing relaxation in response to a rapid increase and decrease in gas pressure. The only drawback of the dashpot type is that it requires more space to accommodate the dashpot, making it difficult to miniaturize the device. In this regard, N, O, and P have a large effect in that small dashpots are accommodated in a line in parallel, and the operating range of the dashpot spring can be obtained more widely by moving the knob. . Q is N, O
Or, because of the fixed type of P, the operation width is limited, but the operation is extremely smooth under the conditions where the discharge pressure and the time delay of ventilation are limited. The R is suitable for skilled operators in that it has a fine-tuning dial. Although it is convenient to adjust the patient's respiratory condition while observing it, there is also a point that it relies too much on artificial changes. According to S and T, it is possible to realize the pushing in compliance with the compliance without disturbing the flow of the laminar flow as much as possible.
In particular, S can be easily inserted between the lines outside the resuscitator housing. However, S and T are not as effective as I, J and K in terms of the delay in the temporal phase of ventilation. Notably, ventilation occurred without damaging the patient's trachea, as the maximum pressure of none of the 20 orifices tested did not reach the set pressure of the 60 cm water column release valve. Comprehensively evaluating the 20 orifices tested from the viewpoint of both the storability in the line and the effect, C, E, F, G, H, I, J, K,
N, P and R are good, F, G, H, J,
K, N and R are particularly excellent. On the other hand, in Comparative Example 1 having no orifice, when the amount of oxygen gas released was large, the pressure difference between the initial pressure and the resistance in the pipe exceeded the operating pressure of the release valve of 60 cm water column, so that the valve was released from the valve. Leaks are observed, the pressure drops in a short time and the patient is not well ventilated.
【００１７】[0017]
【発明の効果】本発明の自動心肺蘇生器は、換気用ライ
ンを複雑化することなく、小型で救急車内などの狭い空
間で容易に取り扱うことができ、作業者が救急作業を行
いながら患者の状態を看視し、迅速に換気の条件を最適
化して、蘇生率を向上することができる。The automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention can be easily handled in a small space, such as in an ambulance, without complicating the ventilation line. The condition can be monitored and the ventilation conditions can be quickly optimized to improve the resuscitation rate.
【図１】図１は、米国特許明細書に記載された換気シス
テムの構成図である。FIG. 1 is a configuration diagram of a ventilation system described in a US patent specification.
【図２】図２は、市販されている自動心肺蘇生器の系統
図の１例である。FIG. 2 is an example of a system diagram of a commercially available automatic cardiopulmonary resuscitation device.
【図３】図３は、導管を急激に拡大した場合のモデル図
である。FIG. 3 is a model diagram when a conduit is rapidly enlarged.
【図４】図４は、導管を急激に縮小した場合のモデル図
である。FIG. 4 is a model diagram when the conduit is rapidly reduced.
【図５】図５は、絞り弁型オリフィスの一態様のモデル
図である。FIG. 5 is a model diagram of one embodiment of a throttle valve type orifice.
【図６】図６は、本発明に用いるオリフィスの他の態様
のモデル図である。FIG. 6 is a model diagram of another embodiment of the orifice used in the present invention.
【図７】図７は、本発明に用いるオリフィスの他の態様
のモデル図である。FIG. 7 is a model diagram of another embodiment of the orifice used in the present invention.
【図８】図８は、本発明の自動心肺蘇生器の一態様の配
置図である。FIG. 8 is a layout view of one embodiment of the automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention.
【図９】図９は、本発明の自動心肺蘇生器の他の態様の
配置図である。FIG. 9 is a layout view of another embodiment of the automatic cardiopulmonary resuscitation device of the present invention.
【図１０】図１０は、実施例に用いたオリフィスのモデ
ル図である。FIG. 10 is a model diagram of an orifice used in the embodiment.
【図１１】図１１は、実施例に用いたオリフィスのモデ
ル図である。FIG. 11 is a model diagram of an orifice used in the embodiment.
【図１２】図１２は、実施例に用いたオリフィスのモデ
ル図である。FIG. 12 is a model diagram of an orifice used in the embodiment.
【図１３】図１３は、実施例に用いたオリフィスのモデ
ル図である。FIG. 13 is a model diagram of an orifice used in the embodiment.
【図１４】図１４は、実施例に用いたオリフィスのモデ
ル図である。FIG. 14 is a model diagram of an orifice used in the embodiment.
１ 背板 ２ 患者 ３ 自動心肺蘇生器 ４ 調整ノブ又はタッチキー ５ ストレッチャー ６ 導管又は導線 ７ 制御用ユニット ２２ 放出孔 ２３ バッグ ３８ クランクシャフト ４６ ソレノイドバルブ ４８ 衝撃槌 ８０ ベンチレーションチャンバー ８２ ＶＤＣチャンバー DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Backboard 2 Patient 3 Automatic cardiopulmonary resuscitation device 4 Adjustment knob or touch key 5 Stretcher 6 Conduit or conducting wire 7 Control unit 22 Release hole 23 Bag 38 Crankshaft 46 Solenoid valve 48 Impact hammer 80 Ventilation chamber 82 VDC chamber
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 清野 幸夫 千葉県市川市塩焼３−３−１ (72)発明者 針生 信穂 福島県福島市飯坂町平野字江添14−３ (72)発明者 杉本 克己 神奈川県茅ヶ崎市小和田３−７−38 Ｆターム(参考） 4C074 AA02 BB02 BB04 CC17 EE05 GG05 GG11 HH02 HH08 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continuation of the front page (72) Inventor Yukio Seino 3-3-1 Shioyaki, Ichikawa-shi, Chiba Prefecture (72) Inventor Nobuho Haruo 14-3, Ezozo, Hirano, Iizakacho, Fukushima-shi, Fukushima Prefecture (72) Inventor Sugimoto Katsumi 3-7-38 Owada, Chigasaki-shi, Kanagawa F term (reference) 4C074 AA02 BB02 BB04 CC17 EE05 GG05 GG11 HH02 HH08
Claims (4)
することによって心臓マッサージを行うとともに、調整
された時期と期間とで呼吸用ガスを換気供給する自動心
肺蘇生器であって、患者の心弛緩状態に対応して任意の
換気時間、換気の波形の変化及び換気の時間的位相の遅
れを作り出すための調整ノブ又はタッチキーが、仰臥す
る患者の胸部側面又は肩近傍の自動心肺蘇生器表面に配
置されてなることを特徴とする自動心肺蘇生器。1. An automatic cardiopulmonary resuscitation device that performs a cardiac massage by repeatedly applying an impact at an adjusted time interval and that supplies a respiratory gas at an adjusted time and period. Adjustment knobs or touch keys to create any ventilation time, changes in ventilation waveforms, and delays in the temporal phase of ventilation in response to a flaccid condition, are provided by an automatic cardiopulmonary resuscitator surface on the side of the chest or near the shoulders of a patient lying supine An automatic cardiopulmonary resuscitation device characterized in that it is arranged in a device.
するとともに、調整された時間帯に呼吸用ガスを放出す
る制御用ユニットを有する自動心肺蘇生器であって、衝
撃槌駆動用ノブ、衝撃ストローク調整用ノブ、換気供給
ガス量調整ノブ、ガス圧力調整ノブ、換気解放時間調整
ノブ、換気の圧波形調整ノブ及び換気の時間的位相の遅
れ調整ノブが、制御用ユニットに設置され、かつ制御用
ユニットが自動心肺蘇生器の本体機構から分離し得るこ
とを特徴とする自動心肺蘇生器。2. An automatic cardiopulmonary resuscitation device having a control unit for repeatedly applying an impact at an adjusted time interval and discharging a respiratory gas at an adjusted time zone, comprising: an impact hammer driving knob; Knob for adjusting stroke, knob for adjusting gas supply to ventilation, knob for adjusting gas pressure, knob for adjusting ventilation release time, knob for adjusting pressure waveform of ventilation, and knob for adjusting delay of temporal phase of ventilation are installed and controlled in the control unit. An automatic cardiopulmonary resuscitation device characterized in that the unit for use can be separated from the body mechanism of the automatic cardiopulmonary resuscitation device.
間的位相の遅れの調整を、配管内に内設した圧力損失を
生成せしめるオリフィスにより行う請求項１記載の自動
心肺蘇生器。3. The automatic cardiopulmonary resuscitation device according to claim 1, wherein the ventilation time, the change in the ventilation waveform, and the delay in the temporal phase of the ventilation are adjusted by an orifice provided in the pipe for generating a pressure loss.
間的位相の遅れの調整を、配管内に内設した圧力損失を
生成せしめるオリフィスにより行う請求項２記載の自動
心肺蘇生器。4. The automatic cardiopulmonary resuscitator according to claim 2, wherein the ventilation time, the change in the ventilation waveform and the delay in the temporal phase of the ventilation are adjusted by an orifice provided in the pipe for generating a pressure loss.
Priority Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP25714798A JP3548432B2 (en) | 1998-09-10 | 1998-09-10 | Automatic cardiopulmonary resuscitation |
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| JP25714798A JP3548432B2 (en) | 1998-09-10 | 1998-09-10 | Automatic cardiopulmonary resuscitation |
Publications (2)
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|---|---|
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Cited By (1)
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|---|---|---|---|---|
| WO2016017651A1 (en) * | 2014-07-29 | 2016-02-04 | コーケンメディカル株式会社 | Cardiopulmonary resuscitation system, cardiopulmonary resuscitation device, and artificial respirator |
-
1998
- 1998-09-10 JP JP25714798A patent/JP3548432B2/en not_active Expired - Fee Related
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| WO2016017651A1 (en) * | 2014-07-29 | 2016-02-04 | コーケンメディカル株式会社 | Cardiopulmonary resuscitation system, cardiopulmonary resuscitation device, and artificial respirator |
| JPWO2016017651A1 (en) * | 2014-07-29 | 2017-04-27 | コ−ケンメディカル株式会社 | CPR system, CPR and ventilator |
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